JPH09108203A - パルス酸素計測法による誤り測定値検出方法 - Google Patents

パルス酸素計測法による誤り測定値検出方法

Info

Publication number
JPH09108203A
JPH09108203A JP8267454A JP26745496A JPH09108203A JP H09108203 A JPH09108203 A JP H09108203A JP 8267454 A JP8267454 A JP 8267454A JP 26745496 A JP26745496 A JP 26745496A JP H09108203 A JPH09108203 A JP H09108203A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
signal
measurement
ambient light
light
value
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP8267454A
Other languages
English (en)
Other versions
JP3795590B2 (ja
Inventor
Dieter Woehrle
ディーター・ヴォエール
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
HP Inc
Original Assignee
Hewlett Packard Co
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hewlett Packard Co filed Critical Hewlett Packard Co
Publication of JPH09108203A publication Critical patent/JPH09108203A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3795590B2 publication Critical patent/JP3795590B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/314—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths
    • G01N21/3151—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths using two sources of radiation of different wavelengths
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6843—Monitoring or controlling sensor contact pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal

Abstract

(57)【要約】 【課題】 パルス酸素計の測定値に対して周囲光の影響
を認識し、品質尺度を取得し、影響を低減すること。 【解決手段】 刺激光源２（送信ダイオード）で光を患
者の組織に照射し、光受容体６（フォトダイオード）で
組織を透過又は反射された光を測定し、ブロック３１で
酸素飽和信号の品質の尺度及び周囲光成分による誤りを
計算し、これを使用してＳｐＯ２測定値を排除しユーザ
に警告する。そこで、周囲光処理チャネル１９で、測定
信号処理チャネル１７、１８と同じようにフィルタ３
２、３４及びアナログ／デジタル変換器３３などを備え
て刺激光源２の強さが、遮断され又は変調されている期
間だけ作動し、比計算ユニット４１から有効信号対ノイ
ズ信号比ＮＳＶを出力する。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、パルス酸素計測法
による誤り測定値検出方法及びパルス酸素計に関し、特
に、パルス酸素計測法により測定対象（例えば、患者）
の酸素飽和を測定することであり、例えば、周囲光によ
り誤りを生じたパルス酸素計測定値を認識し表示するこ
とに関する。
【０００２】
【従来の技術】パルス酸素計測法は、例えば、手術講義
室で又は集中治療ユニットで、患者の状態を監視する非
侵入法的計測法である。この目的で、発光ダイオード
（ＬＥＤ）のような光源を組み込んだセンサ又は変換
器、例えば、指センサを通常採用している。異なる波長
の（例えば、赤及び赤外の帯域にある）二つ以上のこれ
らＬＥＤを使用することができる。これらの光源により
放出される光は、監視中の患者の組織に導入され、フォ
トダイオード又はフォトトランジスタのような光受容体
が組織を通過し、又は組織により反射された光の強さを
測定する。透過を測定するには、すなわち、組織を通過
した光を測定するには、送信及び受信ダイオードを人間
の組織の異なる側に設置するが、反射の測定にはそれら
を組織の同じ側に設置する。
【０００３】測定値を少なくとも二つの波長で測定すれ
ば、受信器側で測定した強さを使用して患者の動脈血内
の酸素飽和を計算することができる。基礎を成す、光吸
収のランベルトベールの法則を利用している、理論の非
常に良い要約はＥＰ262778Ａに見いだされる。センサ
は、着脱自在の変換器ケーブルを介してパルス酸素計に
接続されているが、通常少なくとも二つのＬＥＤを備え
ており、これらは例えば波長が６５０ｎｍ（赤）及び１
０００ｎｍ（赤外）の光を放出する。送信ダイオードの
フィールド電流を変えることにより、放出光の強さを修
正することができる。光受容体により受信された光電流
をパルス酸素計により測定し、動脈血内の酸素飽和を計
算するのに使用する。
【０００４】しかし、パルス酸素計測定値に伴う一般的
問題は、それが環境影響に反応する光測定法であるとい
うことである。換言すれば、周囲光がセンサの光受容体
に当たり、したがって、測定値を誤らせる可能性があ
る。事実、この効果は特に臨床講義環境で生ずる。ネオ
ン管のような、更に異なる状態で異なる供給周波数で操
作される多数の光学的外乱源が存在するからである。
【０００５】これまで、この不要な周囲光効果を排除す
る解決法を探してきた。一つの周知の方策は、たとえ
ば、周囲光レベルの指標を得るために送信ダイオードを
遮断した状態で光受容体の光電流を記録することから成
る。したがって、時分割多重で動作する送信ダイオード
は定期的に遮断され、これらいわゆるダーク段階で測定
される信号は後に実際の測定値から排除される。
【０００６】しかし、このダーク値測定は、ＥＰ102816
Ａ2 に説明されているように、常に満足な結果を与える
とは限らない。特にこのダーク値測定は、ダーク値及び
測定信号は決して同時に記録されないので、周囲光妨害
が測定サイクルの繰り返し速さに関連して非常に低いと
きにのみ満足に働くことが明らかになっている。多数の
診療所で普通の蛍光照明の使用は妨害振幅を備えた約５
ｋＨz までのスペクトル成分が周囲光の中になお存在
し、続くアナログ信号のサンプリング中にサンプリング
速さの倍数に近い周波数帯域にあるスペクトル成分が有
効周波数範囲に巻き込まれ、もはやフィルタリングによ
って排除することはできないということを意味する。
【０００７】周囲光の影響を減らす他の方法は測定サイ
クルの繰り返し割合及び測定サイクル内の測定及びダー
ク段階の配置を適切に選択することから成る。しかし、
この方法も、国際的に動作する装置では５０Ｈｚ及び６
０Ｈｚの双方の供給周波数を考慮しなければならない。
また、供給周波数自身も或る許容差を受けるので、限界
がある。
【０００８】妨害周囲光成分を抑制する更に他の方法
は、米国特許第5,368,224 号公報に記されている。そこ
では、装置は異なるデマルチプレクサ周波数の間で前後
に切り替わり、この場合特定のデマルチプレクサ周波数
を選択する規準は他の周波数に関連する低ノイズレベル
である。この方法も適切な周波数の選択を利用してお
り、調和波範囲から有効な周波数帯域への巻き込みに対
して適切な刺激繰り返し割合の選択と同じ制限を受け
る。
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】これら既知の解法は、全て信号品質を改善
しているが、周囲光の問題を完全に排除することができ
ない。精密にこれらのしばしば非常に高い強さの光が病
院に存在すれば、測定信号は周囲光を非常によく抑制し
たにも拘らずなおも妨害を受ける可能性がある。特にセ
ンサがもはや正しく患者に取り付けられないか又は脱落
さえして、事実、センサが周囲光成分を測定しているだ
けであるという危険がある。この場合には、センサ及び
その背後にあるアルゴリズムは周囲光内の患者信号の残
りを認識している、すなわち、パルス酸素計で設定した
警報限界内にある酸素飽和値を決定しているという事態
が生ずることがあり、出願人は事実このような事例を耳
にしている。これは、ユーザ又はオペレータが患者又は
パルス酸素計の直接傍らに居なければ間違いが生じたこ
とを告げることができないので、明らかに患者に直接の
脅威を示す。したがって、患者はもはや監視されてい
ず、決定的生理学的状態をもはや監視員、例えば、医師
に伝えることができない。
【００１０】したがって、本発明の目的は、周囲光を認
識する改善された方法及び対応するパルス酸素計を開発
することである。特に、その目的は、周囲光を抑制する
既知の対策にも拘らず、なおも測定信号中に残存する周
囲光妨害を認識してそれを数量的に確定し、それからユ
ーザに直接伝えられるか又は値が一定の限界の上又は下
にあるとき警報又は「ＩＮＯＰ」メッセージをトリガす
る測定信号の質に対する指標を得ることである。
【００１１】本発明の更に他の目的は、可能な限り、慣
習的パルス酸素計に既に存在する構成要素（ハードウェ
アおよびソフトウェアの双方の構成要素）を活用して必
要な修正を可能な限り少なくすることである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】そこで、本発明は、少な
くとも二つの波長の光を測定対象の組織に照射し、透過
光又は反射光を光受容体で測定し、分析して測定対象の
血液中の酸素飽和を決定するパルス酸素計測法による誤
り測定値を検出するパルス酸素計測法による誤り測定値
検出方法において、以下の特徴的な構成で上述の課題を
解決する。すなわち、本発明は、（１） 繰り返し期間
中少なくとも一つの刺激光源を修正し、（２）光受容体
は繰り返し期間中修正信号を測定し、無修正刺激光源と
比較して、一定周囲光成分を除く修正有効信号成分を表
示し、（３）上記修正信号をフィルタリングし、無修正
刺激光源で測定した信号と本質的に同じ方法でアナログ
／デジタル変換し、（４）デジタル化に続き、周囲光成
分の振幅を表す値を修正信号から求め、（５）上記周囲
光成分の振幅を表す値、又はこれから得られた量を信号
品質の尺度として採用する。本発明は、主としてパルス
酸素計の誤った測定値を検出する方法に関するものであ
り、この方法では、少なくとも二つの異なる波長の光を
患者の組織に交互に照射し、少なくとも一つの光受容体
を用いて透過光又は反射光を測定し、フィルタリング
し、アナログ／デジタル変換により変換し、最後に分析
して患者の血液内の酸素飽和を決定する。この方法は下
記処理ステップから構成される。 ・少なくとも一つの刺激光源を繰り返し期間中修正する
ステップ、 ・これら繰り返し期間中光受容体が修正信号を測定し、
測定した信号を未修正刺激光源と比較し、一定の周囲光
成分を除いた修正有効信号成分を示すステップ、 ・修正信号をフィルタリングし、未修正刺激光源で測定
した信号と本質的に同じ仕方でＡ/ Ｄ変換により変換す
るステップ、 ・周囲光成分の振幅を表す値をデジタル化後の修正信号
から得るステップ、 ・周囲光成分の振幅を表す値、又はそれから得られた値
を信号品質の尺度として使用するステップ。
【００１３】本発明の方法は、測定方法により妨害周波
数帯域にあるスペクトル成分を決定する（従って、測定
周囲光の排除、既に述べたいわゆる「ダーク値排除」よ
りはるかに先に進んでいる）ことに基づいている。本発
明の方法の一つの実施の形態の例では、周囲光を別の期
間で測定し、分布周波数領域にあるそのスペクトル成分
を測定する。周囲光測定段階中、ダーク値の決定の場合
のように、送信器（例えば、２個のＬＥＤ）を遮断する
か、又は強さを修正するが、ダーク値を排除するのに周
囲光測定を使用せず、実際の測定信号と精密に同じ仕方
で処理する。すなわち、特にフィルタリングし、必要な
らＡ/ Ｄ変換により変換する。この手段により、測定チ
ャネルの有効周波数帯域に巻き込まれる周囲光の全ての
スペクトル成分も周囲光チャンネルの有効周波数帯域の
領域に巻き込まれることになる。
【００１４】その振幅を表す値を今度はデジタル化周囲
光信号から計算する。好適には、この値は周囲光信号の
有効値又はピーク振幅、又は整流された周囲光信号の平
均値である。同じ仕方でデジタル化測定値の振幅を表す
値、すなわち、好適には測定信号の有効値又は振幅、又
は整流された周囲光信号の平均値を得る。この第２の計
算にはどのような測定チャネルをも使用することがで
き、好適な実施の形態例ではこれは赤外測定チャネルで
あるが、当然それを赤線スペクトルのものに、又はその
双方にすることもできる。
【００１５】測定信号及び周囲光信号の振幅を表す二つ
の値の間の関係を決定することができ、この関係を信号
品質の尺度として使用することができる。この関係を商
として直接計算することができ、次に有効信号対ノイズ
信号比として解釈することができる。代わりに、その対
数形をも信号対ノイズ比として利用することができる。
信号品質のこの尺度を今度はユーザに、例えば、直接数
値の形態又は図式の形態でユーザに伝えることができ
る。脱落している（今は周囲光成分だけを測定してい
る）センサについて、有効信号対ノイズ信号比はそれ故
１であり、信号対ノイズ比は０である。しかし有効信号
対ノイズ信号比又は信号対ノイズ比を所定の不変又は可
変の閾値と比較し、それらの比がこの閾値より低ければ
利用し得る有効酸素飽和測定値がもはや存在しないとい
う事実及び患者がもはやこの局面で監視されていないと
いう事実にユーザの注意を引きつける警報をトリガする
ことも可能であり、これも望ましい。何が必要かによ
り、警報、好適にはいわゆる「ＩＮＯＰ」警報は音響及
び／又は視覚信号の形を取ることができ、中央ユニット
などへの警報信号を経てトリガされることができる。
【００１６】この点で二つの場合を区別しなければなら
ず、その一方は他方の特殊な場合を表している。特殊な
場合を最初に説明すべきである。これは、修正信号を測
定する期間中に刺激光源が遮断されていれば存在する。
ここで、測定段階ｎに対する有効信号対ノイズ信号比Ｎ
ＳＶｎは、次の式に従って求めることができる。 ＮＳＶｎ＝Ｎｎ／Ｕ＝（（Ｎｎ＋Ｕ）／Ｕ）−１＝（Ｍｎ／Ｕ）−１ …（１） ここで、Ｍｎは、測定段階ｎからの測定信号の有効値
（又は平均、又はピーク値）であり、Ｎｎは、測定段階
ｎからの有効信号の有効値（又は平均、又はピーク値）
であり、Ｕは、刺激光源を遮断した状態での周囲光信号
の有効値（又は平均、又はピーク振幅）である。当然、
有効信号対ノイズ信号比の代わりに、信号対ノイズ比
（２０ｌｏｇＮＳＶn ）をも使用することができる。
【００１７】今説明したばかりの事例の一般化は修正信
号を測定するが、代わりに強さが修正されている期間中
に刺激光源が遮断されていなければ得られる。この場合
には、修正信号に測定光成分及び周囲光成分の双方が含
まれている。しかしこの場合にも、次の説明で示すよう
に、代表的な値を純周囲光信号について計算することが
でき、又は有効信号対ノイズ信号比を決定することがで
きる。
【００１８】Ｍn,1 を強さ１の場合の測定段階ｎにおけ
る交番信号成分の有効値又は振幅、Ｍm,2 を（修正）強
さ２（ｎ＝ｍが可能である）の場合の測定段階ｎにおけ
る対応する値としよう。Ｎn,1 を強さ１の場合の測定段
階ｎにおける交番信号成分の有効値又は振幅、Ｕを周囲
光信号（＝ノイズ信号）の有効値又は振幅とする。そう
すると Ｍn,1 ＝Ｎn,1 ＋Ｕ …（2a） Ｍm,2 ＝ａ・Ｎn,1 ＋Ｕ …（2b） 因数ａは、有効信号が修正刺激光源の強さと共にそれだ
け変化するが、既知であると仮定する。因数ａをセンサ
特性から得ることができ、又は次の式から計算すること
ができる。 ａ＝Ｇm,2 ／Ｇn,1 …（３） （ここでＧn,1 ＝強さ１の場合の測定段階ｎにおける測
定信号の直接信号成分であり、Ｇm,2 ＝強さ２の場合の
測定段階ｎにおける測定信号の直接信号成分である）。
二つの式（2a）及び（2b）を置き換えると純周囲光成分
について、 Ｕ＝（Ｍm,2 −ａ・Ｍn,1 ）／（１−ａ） …（４） が得られ、有効信号対ノイズ信号比は、 ＮＳＶn,1 ＝（Ｍn,1 ・（１−ａ））／（Ｍm,2 −ａ・Ｍn,1 ）−１ …（５） （ＮＳＶn,1 ＝強さ１の場合の測定段階ｎに対する有効
信号対ノイズ信号比）信号対ノイズ比は、 ＳＮＲn,1 ＝２０ｌｏｇＮＳＶn,1 …（６） （ＳＮＲn,1 ＝強さ１の場合の測定段階ｎに対する信号
対ノイズ比）
【００１９】確実に明らかなように、強さ２を０（Ｇ
m,2 ＝０）に設定すれば、その場合にはａ＝０であるか
ら、上の式（５）を式（１）に簡単化することができ
る。信号対ノイズ比の定義も再びこの第１の場合に帰着
する。
【００２０】本発明の方法は、信号品質の（又は、相関
的に、妨害周囲光信号の強さの）指標となり、不正確測
定値に対する別の防衛手段を提供する。したがって、セ
ンサが（なお）患者に正しく取り付けられているかを正
確に検出することができる。特に、センサが患者から脱
落していれば、警報が確実にトリガされる。（誤り測定
値を認識する本発明の方法がなければ、周囲光信号が患
者信号として誤って解釈され、警報がトリガされないと
いう危険がある。）しかしセンサが患者に正しく取り付
けられていても、本発明の方法は、例えば、医師により
設定された閾値より低いＳｐＯ2 測定値を表示するが、
環境の影響のためこの閾値より上の値を測定して表示し
たとき、トリガされない閾値警報に対する別の防衛手段
を提供する。更に、有効信号対ノイズ信号比及び／又は
信号対ノイズ比が数値又は図形の形で表示されれば、ユ
ーザは測定の品質を、例えば、センサを装着する仕方を
変え、センサの位置を覆う環境光から遮蔽する）などに
より、改善することができる。
【００２１】有効信号対ノイズ信号比は周囲光成分の振
幅を表すことができる量だけではなく、信号品質の尺度
としても役立つ。代わりに、この目的で他の量、特に周
囲光成分自身の振幅又は周囲光成分の振幅とデジタル化
測定信号を表す値の振幅との差を使用することも可能で
ある。
【００２２】本発明の方法は好適には周囲光を抑制する
他の方策と関連して採用されることが容易に認められ
る。原理上、本発明の方法のみを使用することが可能で
あるが、この方法を既知の他の方策と組み合わせれば更
に良い結果が一般に期待される。一つの選択肢は、ダー
ク値の排除と組み合わせることであり、この場合には、
周囲光成分を測定し、測定信号及び本発明の方法に従っ
て得られた周囲光信号から排除する。これにより誤り測
定値に対する防備が増大する。
【００２３】変化する強さに対する測定値を得るのに別
のチャンネルを使用すれば、測定信号の同一の又は疑似
同一の信号処理により有効チャンネルにある測定信号に
重なる全ての妨害も別のチャネルで見えるようになる。
この目的で、測定信号及び別のチャネルにある信号を同
じサンプリング速さでサンプルし、これら全ての信号に
対して同じダーク値の排除を行い、それらに同じフィル
タをかけるなどの試みが行なわれている。特に、二つの
信号群に低域及び高域のフィルタリングをかけ、好適に
は同じ高域通過及び整流をも加える。高域通過により、
測定信号及び周囲光信号の交番成分だけがこれら信号の
振幅を表す値の比を計算するのに使用される。整流及び
低域通過は問題としている信号の平均値を形成すること
ができるようにするもので、有効信号対ノイズ信号比及
びそれから得られる信号対ノイズ比を決定するのに特に
適している。
【００２４】時分割多重で動作する測定方法で周囲光段
階をダーク値段階の直前又は直後に置くことも有利であ
る。こうすれば周囲光信号が、全てのチヤンネルでの周
囲光妨害も互いに完全に相殺される周波数についてのダ
ーク値の排除によって、完全に排除されるだけであるこ
とが保証される。
【００２５】本発明の方法の特定の長所はその実施に現
存するパルス酸素計を比較的わずかだけ修正すればよい
という事実である。下記において、どんな回路修正をも
必要とせず（又はとにかく非常にわずかしか必要としな
い）、単に本質的にプログラミングの適応だけが必要
な、本発明の好適な実施の形態を説明する。
【００２６】
【発明の実施の形態】次に、本発明の好適な実施の形態
を図面を用いて説明する。本の実施の形態においては、
光受容体の出力信号はマルチプレクサに加えられ、各測
定信号は、測定信号に割当てられた処理チャネルと実質
上同一の別の処理チャンネルが周囲光信号のために設け
られている少なくとも一つの処理チャネルの間に分配さ
れる。この解決法は冗長処理チャネルを既に所持してお
り（これは頻繁な事例である）且つその時分割多重構成
が別の処理チャネルの動作を可能とするパルス酸素計に
とって明らかな選択肢である。
【００２７】しかし、この解決法が不可能であるか又は
必要でなければ、周囲光信号の処理を既に利用可能であ
る測定チャネルの一つで行なうことができる。この目的
で、刺激光源の強さを定期的に中断し、得られる中断期
間を利用して周囲光信号を記録し、処理することが好都
合である。酸素飽和は比較的変化の鈍い患者パラメータ
であるから、短時間の中断は非常に大きい結果をもたら
すものではなく、有効な解決法を表すことができる。上
述した一般化によれば、一つの刺激光源の強さを修正す
る（すなわち、測定信号を遮断せず、その強さだけを修
正する）ことだけが可能であり、従って、酸素飽和測定
の中断を完全に回避することができる。
【００２８】本実施の形態は、患者の酸素飽和を下記を
用いて測定するパルス酸素計にも関係する。 ・少なくとも二つの波長の光を患者の組織に照射する少
なくとも一つの刺激光源、 ・組織を透過した、または組織により反射された光を測
定する少なくとも一つの光受容体、 ・光受容体が受け取った測定信号のための測定信号チャ
ンネルであって、各測定信号処理チャネルがこれら測定
信号をフィルタリングし、アナログ／デジタル変換する
フィルタ及びアナログ／デジタル変換器を備えている測
定信号チャネル、 ・フィルタリングされ且つアナログ／デジタル変換によ
り変換された測定信号から酸素飽和を計算する処理ユニ
ット、好適にはマイクロプロセッサ、 ・測定信号処理チャネルと同じようなフィルタ及びおそ
らくはアナログ／デジタル変換器を備え、周囲光処理チ
ャネルは刺激光源が遮断されている、又は変調されてい
る期間でだけ作動する周囲光処理チャネル。
【００２９】本発明を図を参照して好適な実施の形態を
更に詳細に説明することにする。
【００３０】図１は、付随するセンサを備えたパルス酸
素計の回路をブロック図の形で示している。センサを破
線１の部分で概略表しており、実際にはそれは例えばＤ
Ｅ-Ｃ-3 703 458に記されているようなフィンガセンサ
でよい。それは光を患者の指３に伝える、やはり概略表
した、送信ダイオード２を備えている。パルス酸素計測
定を行なうには、組織に少なくとも二つの波長の光を与
える必要がある。送信ダイオード２は、従って実際に
は、例えば、米国特許第5,058,588 号公報に記されてい
るように、並列配置されている二つの発光ダイオードか
ら構成されている。この実施の形態では、一方の送信ダ
イオードは一つの極性のパルスにより動作するが、他方
の送信ダイオードは、反対極性のパルスにより動作す
る。実際には、赤及び赤外の発光ダイオードなどを採用
することができる。
【００３１】時間制御ユニット４は、どの送信ダイオー
ドをいつ活動させるか制御する。この時間制御ユニット
４は、増幅器回路５を経て送信ダイオードに接続されて
いる。実際にはこの接続は、センサケーブルにより行な
われる。すなわち、増幅器回路５は、パルス酸素計の構
成要素であるが、送信ダイオード２はセンサに組み込ま
れている。
【００３２】センサ１の部分であるフォトダイオード６
は、指３を通して送信される送信ダイオード２の光を受
け取る。受け取った光の強さは、指の組織に吸収されて
減衰し、患者血液の酸素飽和を既知の方法でこの減衰か
ら決定することができる。
【００３３】時間制御ユニット４による送信ダイオード
２の制御は時分割多重の方法で行なわれる。ここに例示
した実施の形態では四つの規則正しく繰り返す期間があ
る。第１の期間中、送信ダイオードは遮断されており、
周囲光成分（ここでは、「ダーク値」とも言う）が測定
される。第２の期間中、赤の送信ＬＥＤが導通し、第３
の期間中、赤外送信ＬＥＤが導通する。第４の期間は後
に説明する仕方で周囲光信号を測定し、これに続いて有
効信号対ノイズ信号比を計算する目的のものである。
【００３４】フォトダイオード６が受け取った信号は、
最初入力増幅器７に加えられ、そこから低域特性を持つ
入力フィルタ８に加えられる。時分割多重では送信信号
及び受信信号も高周波成分を含むパルス列として表され
るから、入力フィルタ８に対して比較的高い閾値周波数
を選定しなければならない。このようにして測定値が別
々の測定段階内に十分な精度でそれらの最終値に静定す
ることができる。
【００３５】フォトダイオード６と入力増幅器７との間
の線（実際にはセンサケーブル）上にある信号９を信号
１０〜信号１３で表している。第１段階の信号10の期間
中、ダーク値を測定し、第２段階の信号11の期間中、赤
の値を、第３段階の信号12の期間中、赤外値を、及び第
４段階の信号13の期間中、周囲光信号を測定する。測定
が進行中全信号パターンを連続的に繰り返す。
【００３６】点線14で示したように、時間制御ユニット
４は、マルチプレクサ15をも刺激信号と同期して制御す
る。受信信号を次に参照記号１６から１９を付けた全部
で四つの処理チャンネルの間に分配する。これら各チャ
ネルは測定信号、すなわちダーク値または周囲光信号を
処理する責務を持っている。
【００３７】処理チャンネル１６は、ダーク値、すなわ
ち、時間間隔１０の信号期間中に記録された信号をここ
で処理する責任を持つ。この処理チャネルは、本質的に
信号を帯域制限し、各測定値を保持する役目をする低域
フィルタ２０から構成されている。低域フィルタ２０が
もはや時間信号９に表された混合パルス列に従うことが
できる必要がなくなり、ダーク値信号に従うだけでよい
ので、その閾値周波数入力フィルタ８の閾周波数よりは
るかに低く選定することができる。低域フィルタ20の出
力信号を次に三つの加算点２１、２２及び２３に伝え
る。これら加算点の機能を以下に詳細に説明する。
【００３８】処理チャネル１７は、赤ＬＥＤの測定信号
についてダーク値処理チャネル１６と同様に働く。この
チャネルは、赤送信ダイオードが導通しているときだけ
活動する、すなわち、マルチプレクサ１５により選択さ
れる（時間信号９の参照信号11と比較すること）。赤Ｌ
ＥＤが導通している期間中に患者の指を通して送信され
た信号は低域フィルタ２０と同様の又は同じ特性の低域
フィルタ２４に加えられる。次に、低域フィルタ２４の
出力信号は加算点２１に加えられ、そこで、ダーク値、
すなわち、フォトダイオード６が受け取った光の周囲光
成分が検出される。次に得られた信号はアナログ／デジ
タル変換器２５に到達し、デジタル化の後、デジタル低
域フィルタ２６で再び帯域制限される。
【００３９】低域フイルタ２７、加算点２２、アナログ
／デジタル変換器２８及びデジタル低域フイルタ２９を
備えている赤外処理チャネル１８は、ここでは赤外受信
信号１２を考慮している他は、対応する仕方で働く。二
つのデジタル低域フィルタ２８及び２９の出力信号は次
に、既知のアルゴリズムに基づきこれらの値（図１では
ＳｐＯ2 という）から患者の酸素飽和を計算する処理ユ
ニット３０、典型的にはマイクロプロセッサに加えられ
る。
【００４０】これまで説明したパルス酸素計の構成要素
は最新技術のものに対応する。他方、新規性は点線のブ
ロック３１で示した構成要素であり、これを用いて酸素
飽和信号の品質の尺度及び特に周囲光成分によるその誤
りを計算し且つこれを使用してＳｐＯ2 測定値を排除し
てユーザに警告する。
【００４１】処理チャンネル１９が活動している間、送
信ダイオードも遮断されている、参照信号13を参照のこ
と。チャネル１９での周囲光信号の処理はチャネル１７
及び１８での赤信号及び赤外信号の処理と同じように行
なわれる。これはフォトダイオード６により測定された
信号をまず低域フィルタ３２で帯域制限し、ダーク値を
この低域フィルタの出力信号から排除し（加算点２
３）、排除された信号をアナログ／デジタル変換器３３
でデジタルにし、デジタル低域フィルタ３４で再び帯域
制限することを意味する。このようにして、周囲光成分
の処理は構成要素２１、２２及び２４乃至２９での赤及
び赤外の測定値の処理に対応している。
【００４２】デジタル低域フィルタ３４の出力における
周囲光信号は、さらに周囲光信号の交番成分を選択する
高域フィルタ３５に加えられる。それに続いて整流器３
６により整流され、低域フィルタ３７により平均され
る。低域フィルタ３７の出力に今度は本質的に時定数信
号が存在し、これは周囲光信号の振幅に比例している。
【００４３】構成要素３８乃至４０から成る更に他の処
理経路で、赤外測定信号が構成要素３５乃至３７で周囲
光信号について行なわれると同じように処理される。こ
こで構成要素３８乃至４０により処理される信号は測定
信号、すなわち、送信ダイオードが導通した状態で記録
した信号でなければならないことを強調しなければなら
ない。しかし赤外チャネルは必ずしも選択されなくてよ
く、赤測定チャネルを代わりに接続することができる。
【００４４】高域フィルタ３８、整流器３９及び低域フ
ィルタ４０で処理することにより、赤外測定信号の振幅
に比例する整流済み信号が低域フィルタ４０の出力に生
ずる。次に低域フィルタ３７及び40の出力が有効信号対
ノイズ信号比を計算する計算ユニット又は比計算ユニッ
ト４１に加えられる。ここでＭは赤外測定信号の振幅に
比例する値であるが、Ｕは周囲光信号の振幅に比例する
値である。有効信号対ノイズ信号比は次の式に従って計
算される。 ＮＳＶn ＝ Ｍn/Ｕ−１ …（７） ここでＭn は測定段階ｎからの信号の振幅に比例する値
であり、Ｕは周囲光信号の振幅に比例する値であり、Ｎ
ＳＶn は測定段階ｎからの有効信号対ノイズ信号比であ
る。
【００４５】当然、有効信号対ノイズ信号比の代わりに
信号対ノイズ比を計算することも可能である。これは、
次の式で得られる。 ＳＮＲｎ＝２０ｌｏｇＮＳＶｎ …（８） ここで、ＳＮＲｎは、測定段階ｎに対する信号対ノイズ
比である。
【００４６】整流済み周囲光信号のピーク振幅又は有効
値を、その平均値の代わりに使用することも等しく可能
である。
【００４７】有効信号対ノイズ信号比を今度は、線４２
で示すように、さらにアルゴリズム的に処理することが
できる。典型的な実施の形態を図１にさらに示してい
る。ここで、有効信号対ノイズ信号比ＮＳＶの計算値
を、この値を閾値Ｇと比較する比較器４３に加える（線
４４）。有効信号対ノイズ信号比が、この閾値より小さ
ければ、すなわち、有効信号も妨害周囲光信号に比較し
て小さく、妨害周囲光信号が大きい程にその上に乗って
いれば、経路４５を経て警報を、例えば、視覚及び／又
は音響警報を発生して人間のオペレータを監視中の患者
のベッドに呼び集める。この事例は特に、センサが患者
から脱落したが、強い周囲光妨害のため、この測定につ
いて設定した警報限界内にあるためのＳｐＯ2 を測定す
る場合に発生することがある。この場合にも、本実施の
形態の構成によれば、有効信号対ノイズ信号比があまり
にも小さくなってしまったを検出することができ、線路
４５を経由して周囲光信号警報又はノイズ信号警報信号
を発生する。警報を発生するのではなく、単に対応する
測定値を排除することも当然可能である。
【００４８】有効信号対ノイズ信号比の代わりに信号対
ノイズ比を使用して警報をトリガできることが容易に認
められる。センサが脱落していれば、有効信号対ノイズ
信号比は１になり、信号対ノイズ比は０になる。
【００４９】処理チャネル１９で周囲光を処理する手順
は、測定チャネル１７及び１８で測定信号を処理する手
順と同じであるという事実の結果、妨害周波数範囲にあ
る周囲光のスペクトル成分を測定する。このことは測定
チャネルの有効周波数帯域に巻き込まれる周囲光のすべ
てのスペクトル成分も周囲光処理チャネルの有効周波数
帯域範囲に巻き込まれることを意味する。その結果とし
て、有効周波数帯域（たとえば、０．５から５Ｈｚ）に
ある周囲光のスペクトル成分は帯域フイルタにより選択
され、整流信号の有効値、振幅、または平均値が決定さ
れ、整流された有効信号の有効値、振幅、又は平均値に
対するその比が決定される。ここで不可欠なのは、有効
信号チャネル又は測定チャネルで信号を覆っている全て
の妨害も周囲光チャネルで見えることを保証するために
測定チャネル及び周囲光処理チャネルでの信号処理が同
じである（すなわち、同じサンプリング速さ、同じダー
ク値推論、同じフィルタリングなど）ということであ
る。
【００５０】最後に、有効信号対ノイズ信号比ＮＳＶを
例えば、数値又は図形の形で直接ユーザの注意を引かせ
ることができる。ユーザはこうして信号品質の尺度を所
持し、例えば、センサの適用又は配置を変えることによ
り、センサ位置を覆うこと（周囲の影響から遮蔽する）
などにより、これに積極的に影響を与えることができ
る。
【００５１】周囲光段階をダーク段階の直前又は直後に
始めるのが有利である。こうすれば周囲光信号が全ての
測定チャネルに関する周囲光妨害も互いに完全に相殺さ
れる周波数についてダーク値排除により完全に排除され
ることが保証される。図１ではこの条件周囲光段階１３
の直後に他のダーク段階１０があるので満たされている
（上述のように、測定中時間信号９は連続的に繰り返さ
れる）。
【００５２】ここに説明した例では、刺激光源は有効信
号対ノイズ信号比を決定するために定期的に遮断され
る。しかし当然、導入の説明で概説したように、同じ結
果を刺激光源を定期的に変調することにより達成するこ
とができる。
【００５３】図１に示す実施の形態の代案として、別の
周囲光処理チャネル（図１の参照信号19）を使用せず、
測定チャネル自身で周囲光測定値を排除することも可能
である。これにより回路構成要素が節約されるが、周囲
光測定のため測定チャネルとしてのその動作が中断され
れば、周囲光測定中測定チャネルで酸素飽和測定を行な
うことができない。したがって時間図の形で、図２
（ａ）及び図２（ｂ）は測定チャネルで強さを０まで減
少させずに、刺激光源の強さだけを変調することで更に
良い解決法を示することができる。
【００５４】図２（ａ）によれば、測定チャネル１７及
び１８は周囲光測定に使用されており、これは両刺激光
源の強さ変調により達成されている。この図では、期間
４６は刺激光源が正常動作している、すなわち、強さ変
調されていない、ＳｐＯ2 測定の段階を指している。定
期的に繰り返される三つの段階はダーク段階（Ｄ）、強
さ１の測定段階１（Ｍ1,1 ）、及び強さ１の測定段階２
（Ｍ2,1 ）である。
【００５５】期間４７で、対照的に、測定は変調の強さ
で行なわれる。このことは測定信号１が測定信号２（Ｍ
2,2 ）のように、強さ２（Ｍ1,2 ）で測定されることを
意味する。ここで、また、文字Ｄは処理チャネル１６を
経由するダーク段階を指している。それ故段階Ｍ1,2 及
びＭ2,2 の期間中、測定信号及び周囲光のスペクトル成
分に対する混合測定が得られ、これは、二つとも同じ処
理チャネルを経由して行なわれているので、実際の測定
と同じ仕方で決定される。他方、期間４８で、繰り返し
シーケンスＭ1,1 及びＭ2,1 により識別することができ
るように、ＳｐＯ2 測定が元の強さ１で開始される。
【００５６】当然に刺激光源の一方だけの強さを修正す
ることも可能である。この場合を図２（ｂ）に示してあ
る。期間４９及び５１は図２（ａ）の期間４６及び４８
と同じである。しかし、期間５０では測定段階２だけが
強さ２（Ｍ2,2 ）に設定されており、測定段階１は元の
変調されない強さ１（Ｍ1,1 ）で行なわれる。
【００５７】図２（ａ）及び図２（ｂ）に示した解決法
には、周囲光信号に対する別の測定チャネルを設ける必
要がないという決定的長所がある。更に、この方法をあ
らゆる形式の周囲光抑制に採用することができる。以上
の本実施の形態の構成によれば、測定信号処理チャネル
１７、１８と同じようにフィルタ３２、３４及びアナロ
グ／デジタル変換器３３を備え刺激光源２の強さが、遮
断され又は変調されている期間だけ作動する周囲光処理
チャネル１９を備えたので、周囲光の影響を抑制し、簡
単な構成で周囲光の影響によるパルス酸素計の測定値の
誤りを低減することができるようになる。なお、送信ダ
イオード２を複数にすることもできるし、光受容体６を
複数のフォトダイオードから構成することもできる。ま
た、複数の送信ダイオード２を、測定対象の形状に合わ
せて、縦に配列したり、円形に配列したり、垂直方向／
水平方向に配列したりすることもよいし、また、複数の
光受容体６も縦に配列したり、円形配列したり、垂直方
向／水平方向に配列することもよい。
【００５８】以下、本発明の実施の形態を要約して挙げ
る。
【００５９】１． 少なくとも二つの波長の光を測定対
象の組織に照射し、透過光又は反射光を光受容体で測定
し、分析して測定対象の血液中の酸素飽和を決定するパ
ルス酸素計測法による誤り測定値を検出するパルス酸素
計測法による誤り測定値検出方法において、繰り返し期
間中少なくとも一つの刺激光源を修正し、光受容体は繰
り返し期間中修正信号を測定し、無修正刺激光源と比較
して、一定周囲光成分を除く修正有効信号成分を表示
し、上記修正信号をフィルタリングし、無修正刺激光源
で測定した信号と本質的に同じ方法でアナログ／デジタ
ル変換し、デジタル化に続き、周囲光成分の振幅を表す
値を修正信号から求め、上記周囲光成分の振幅を表す
値、又はこれから得られた量を信号品質の尺度として採
用することを特徴とするパルス酸素計測法による誤り測
定値検出方法。
【００６０】２． 少なくとも一つの刺激光源の強さを
繰り返し期間にわたり０に設定することを特徴とする１
記載のパルス酸素計測法による誤り測定値検出方法。
【００６１】３． 上記信号品質の尺度として使用する
量は、デジタル測定信号の振幅を表す値を周囲光成分の
振幅を表す値に関連して設定する有効信号対ノイズ信号
比として計算するか、又は有効信号対ノイズ信号比の対
数形態で表した信号対ノイズ比として計算することを特
徴とする１又は２記載のパルス酸素計測法による誤り測
定値検出方法。
【００６２】４． 上記測定信号の振幅又は周囲光成分
の振幅、を表す値を有効値又は平均値として、又はピー
ク振幅として計算することを特徴とする３記載のパルス
酸素計測法による誤り測定値検出方法。
【００６３】５． 上記信号品質の尺度として使用する
量は、周囲光成分の振幅であることを特徴とする１又は
２記載のパルス酸素計測法による誤り測定値検出方法。
【００６４】６． 上記信号品質の尺度として使用する
量は、周囲光成分の振幅とデジタル化測定信号を表す値
の振幅との差であることを特徴とする１又は２記載のパ
ルス酸素計測法による誤り測定値検出方法。
【００６５】７． 上記信号品質を表す尺度を決定する
ために、周囲光成分の交番成分のみを使用することを特
徴とする１〜６のいずれかに記載のパルス酸素計測法に
よる誤り測定値検出方法。
【００６６】８． 上記信号品質の尺度として使用する
量を、可視的に表示することを特徴とする１〜７のいず
れかに記載のパルス酸素計測法による誤り測定値検出方
法。
【００６７】９． 上記信号品質の尺度として使用する
量を、少なくとも一つの閾値と比較し、それが閾値を超
すか又は閾値より低ければ、測定値の排除又は警報を発
生するために使用することを特徴とする１〜８のいずれ
かに記載のパルス酸素計測法による誤り測定値検出方
法。
【００６８】１０． 上記無修正刺激光源で測定した信
号及び修正刺激光源で測定した信号を共に低域通過する
ことを特徴とする１〜９のいずれかに記載ののパルス酸
素計測法による誤り測定値検出方法。
【００６９】１１． 無修正刺激光源で測定した信号及
び修正刺激光源で測定した信号を、共に整流し及び／又
は高域通過することを特徴とする１〜１０のいずれかに
記載のパルス酸素計測法による誤り測定値検出方法。
【００７０】１２． 光受容体の出力信号をマルチプレ
クサに加え、各測定値を少なくとも一つの処理チャネル
に分配し、測定信号に割り当てられた処理チャネルと本
質的に同一の別の処理チャネルを周囲光信号用に設ける
ことを特徴とする１〜１１のいずれかに記載のパルス酸
素計測法による誤り測定値検出方法。
【００７１】１３． 測定信号の記録及び処理を定期的
に中断し、得られる中断期間を周囲光信号の記録及び処
理に使用することを特徴とする１〜１２のいずれかに記
載のパルス酸素計測法による誤り測定値検出方法。
【００７２】１４． 刺激光源が遮断されている期間中
にダーク値を記録し、これらダーク値を測定信号及び周
囲光信号の双方から差し引くことを特徴とする１〜１３
のいずれかに記載のパルス酸素計測法による誤り測定値
検出方法。
【００７３】１５． ダーク値を記録し周囲光信号を記
録するための期間は互いに如何なる順序にも従うことを
特徴とする１４記載のパルス酸素計測法による誤り測定
値検出方法。
【００７４】１６． 測定対象の酸素飽和を測定するパ
ルス酸素計であって、少なくとも二つの波長の光を測定
対象の組織に照射する少なくとも一つの刺激光源と、組
織を透過した光又は組織により反射された光を測定する
少なくとも一つの光受容体と、測定信号のフィルタリン
グのためのフィルタ及びアナログ／デジタル変換器を備
え光受容体で受け取った測定信号を処理する測定信号処
理チャネル手段と、上記測定信号から酸素飽和を計算す
る処理ユニットとを備えるパルス酸素計において、上記
測定信号処理チャネル手段と同じようにフィルタ及びア
ナログ／デジタル変換器を備え刺激光源の強さが、遮断
され又は変調されている期間だけ作動する周囲光処理チ
ャネル手段をを備えることを特徴とするパルス酸素計。
【００７５】１７． 測定対象の酸素飽和を測定するパ
ルス酸素計であって、異なる波長の少なくとも二つの刺
激光源用の刺激回路と、光受容体からの信号を受信する
受信回路と、測定信号のフィルタリングためのフィルタ
及びアナログ／デジタル変換器を備え受信回路で受け取
った測定信号を処理する測定信号処理チャネル手段と、
上記測定信号から酸素飽和を計算する処理ユニット（3
0）とを備えるパルス酸素計において、上記測定信号処
理チャネル手段と同じようにフィルタ及びアナログ／デ
ジタル変換器を備え刺激光源の強さが、遮断され又は変
調されている期間だけ作動する周囲光処理チャンネル手
段をを備えることを特徴とするパルス酸素計。
【００７６】１８． 対応する測定信号処理チャネル手
段及び周囲光処理チャネル手段で処理してから、少なく
とも一つの測定信号及び一つの周囲光信号から、デジタ
ル化測定信号及びデジタル化周囲光信号の振幅を表す値
を計算し、二つの値の比を計算する計算ユニットに加え
ることを特徴とする１６又は１７に記載のパルス酸素
計。
【００７７】１９． 上記計算ユニットは、少なくとも
一つの整流器及び高域フィルタを備えることを特徴とす
る１８記載のパルス酸素計。
【００７８】２０． 上記計算ユニットは、測定信号の
振幅を表す値と周囲光信号の振幅を表す値との比を有効
信号対ノイズ信号比とし、又は対数形態の信号対ノイズ
比として計算することを特徴とする１８又は１９記載の
パルス酸素計。
【００７９】２１． 刺激光源が遮断されている期間だ
け作動するダーク値処理チャネル手段と、決定されたダ
ーク値を測定信号及び周囲光信号から差し引く加算手段
とを備えることを特徴とする１６〜２０のいずれかに記
載のパルス酸素計。
【００８０】
【発明の効果】以上のように本発明は、繰り返し期間中
刺激光源を修正し、光受容体に繰り返し期間中に修正信
号を測定させ、無修正刺激光源と比較させ、修正有効信
号成分を表示させ、修正信号をフィルタリングし無修正
刺激光源で測定した信号と同じ方法でデジタル化し、周
囲光成分の振幅値を修正信号から求め、周囲光成分の振
幅値又はこれから得た量を信号品質の尺度として、測定
値を認識するように構成したのでパルス酸素計の周囲光
の影響を定量的に表すことができ、且つ測定値に対する
周囲光の影響を低減することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例の形態のパルス酸素計の回路構
成図である。
【図２】本実施の形態のパルス酸素計において、測定チ
ャネルで強さを０まで減少させずに、刺激光源の強さだ
けを変調することを説明するための酸素飽和測定の流れ
図である。
【符号の説明】
２ 刺激光源 ６ 光受容体 16 ダーク値処理チャネル 17、18 測定信号 19 周囲光処理チャネル 21、22、23 加算点 24、27、32 低域フィルタ 25、28、33 アナログ／デジタル変換器 26、29、34 デジタル低域フィルタ 30 処理ユニット 35、38 高域フィルタ 36、39 整流器

Claims (1)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 少なくとも二つの波長の光を測定対象の
    組織に照射し、透過光又は反射光を光受容体で測定し、
    分析して測定対象の血液中の酸素飽和を決定するパルス
    酸素計測法による誤り測定値を検出するパルス酸素計測
    法による誤り測定値検出方法において、 繰り返し期間中少なくとも一つの刺激光源を修正し、 光受容体は繰り返し期間中修正信号を測定し、無修正刺
    激光源と比較して、一定周囲光成分を除く修正有効信号
    成分を表示し、 上記修正信号をフィルタリングし、無修正刺激光源で測
    定した信号と本質的に同じ方法でアナログ／デジタル変
    換し、 デジタル化に続き、周囲光成分の振幅を表す値を修正信
    号から求め、 上記周囲光成分の振幅を表す値、又はこれから得られた
    量を信号品質の尺度として採用することを特徴とするパ
    ルス酸素計測法による誤り測定値検出方法。
JP26745496A 1995-10-10 1996-10-08 パルス酸素計 Expired - Lifetime JP3795590B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE19537646A DE19537646C2 (de) 1995-10-10 1995-10-10 Verfahren und Vorrichtung zum Erkennen verfälschter Meßwerte in der Pulsoximetrie zur Messung der Sauerstoffsättigung
DE195-37-646-3 1995-10-10

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH09108203A true JPH09108203A (ja) 1997-04-28
JP3795590B2 JP3795590B2 (ja) 2006-07-12

Family

ID=7774446

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP26745496A Expired - Lifetime JP3795590B2 (ja) 1995-10-10 1996-10-08 パルス酸素計

Country Status (3)

Country Link
US (1) US5846190A (ja)
JP (1) JP3795590B2 (ja)
DE (1) DE19537646C2 (ja)

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002538920A (ja) * 1999-03-25 2002-11-19 マシモ・コーポレイション 改良型パルス酸素濃度計プローブオフ検出器
JP2005519714A (ja) * 2002-03-13 2005-07-07 シーメンス　メディカル　ソリューションズ　ユーエスエー　インコーポレイテッド 携帯用医療装置において信号を発生するための省電力順応型システム
JP2007523717A (ja) * 2004-02-25 2007-08-23 ネルコアー ピューリタン ベネット インコーポレイテッド 酸素濃度計の周辺光の相殺
JP2009160415A (ja) * 2001-05-15 2009-07-23 Masimo Corp データ信頼度インジケータ、データ信頼度表示方法及び患者モニタ
US9167995B2 (en) 2005-03-01 2015-10-27 Cercacor Laboratories, Inc. Physiological parameter confidence measure
JP2015192865A (ja) * 2014-03-28 2015-11-05 日本光電工業株式会社 パルスフォトメータ
US9370326B2 (en) 2006-10-12 2016-06-21 Masimo Corporation Oximeter probe off indicator defining probe off space
US9848807B2 (en) 2007-04-21 2017-12-26 Masimo Corporation Tissue profile wellness monitor
US10729402B2 (en) 2009-12-04 2020-08-04 Masimo Corporation Calibration for multi-stage physiological monitors
US11534087B2 (en) 2009-11-24 2022-12-27 Cercacor Laboratories, Inc. Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment

Families Citing this family (131)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7758503B2 (en) 1997-01-27 2010-07-20 Lynn Lawrence A Microprocessor system for the analysis of physiologic and financial datasets
US6018673A (en) 1996-10-10 2000-01-25 Nellcor Puritan Bennett Incorporated Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis
US20060161071A1 (en) 1997-01-27 2006-07-20 Lynn Lawrence A Time series objectification system and method
US8932227B2 (en) 2000-07-28 2015-01-13 Lawrence A. Lynn System and method for CO2 and oximetry integration
US9042952B2 (en) 1997-01-27 2015-05-26 Lawrence A. Lynn System and method for automatic detection of a plurality of SPO2 time series pattern types
US9521971B2 (en) 1997-07-14 2016-12-20 Lawrence A. Lynn System and method for automatic detection of a plurality of SPO2 time series pattern types
US20070191697A1 (en) 2006-02-10 2007-08-16 Lynn Lawrence A System and method for SPO2 instability detection and quantification
US6334065B1 (en) 1998-06-03 2001-12-25 Masimo Corporation Stereo pulse oximeter
US7047054B2 (en) * 1999-03-12 2006-05-16 Cas Medical Systems, Inc. Laser diode optical transducer assembly for non-invasive spectrophotometric blood oxygenation monitoring
EP1719449B1 (en) * 1999-03-25 2010-12-22 Masimo Corporation Improved pulse oximeter probe-off detector
US6675031B1 (en) * 1999-04-14 2004-01-06 Mallinckrodt Inc. Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements
US6397092B1 (en) 1999-12-17 2002-05-28 Datex-Ohmeda, Inc. Oversampling pulse oximeter
DE60133533T2 (de) 2000-02-10 2009-06-25 Draeger Medical Systems, Inc., Danvers Verfahren und vorrichtung zur erfassung eines physiologischen parameters
DK2322085T3 (da) 2000-04-17 2014-06-16 Covidien Lp Pulsoximetersensor med trinvis funktion
US8224412B2 (en) 2000-04-17 2012-07-17 Nellcor Puritan Bennett Llc Pulse oximeter sensor with piece-wise function
WO2002015782A1 (en) * 2000-08-18 2002-02-28 Masimo Corporation Side applied optical finger hematometer
US20060195041A1 (en) 2002-05-17 2006-08-31 Lynn Lawrence A Centralized hospital monitoring system for automatically detecting upper airway instability and for preventing and aborting adverse drug reactions
US9053222B2 (en) 2002-05-17 2015-06-09 Lawrence A. Lynn Patient safety processor
US6754516B2 (en) 2001-07-19 2004-06-22 Nellcor Puritan Bennett Incorporated Nuisance alarm reductions in a physiological monitor
US6748254B2 (en) 2001-10-12 2004-06-08 Nellcor Puritan Bennett Incorporated Stacked adhesive optical sensor
AU2003271418C1 (en) * 2002-10-17 2009-04-02 Perfusion Diagnostics Pty Ltd Method and apparatus for measuring trends in tissue perfusion
AU2002952144A0 (en) * 2002-10-17 2002-10-31 Perfusion Diagnostics Pty Ltd Method and apparatus for measuring tissue perfusion
US7190986B1 (en) 2002-10-18 2007-03-13 Nellcor Puritan Bennett Inc. Non-adhesive oximeter sensor for sensitive skin
US7006856B2 (en) * 2003-01-10 2006-02-28 Nellcor Puritan Bennett Incorporated Signal quality metrics design for qualifying data for a physiological monitor
EP1655881B1 (en) * 2004-11-03 2012-01-11 Draeger Medical Systems, Inc. A system for reducing signal interference in modulated signal communication
US7359742B2 (en) * 2004-11-12 2008-04-15 Nonin Medical, Inc. Sensor assembly
US7392074B2 (en) * 2005-01-21 2008-06-24 Nonin Medical, Inc. Sensor system with memory and method of using same
US7590439B2 (en) 2005-08-08 2009-09-15 Nellcor Puritan Bennett Llc Bi-stable medical sensor and technique for using the same
US7657295B2 (en) 2005-08-08 2010-02-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7657294B2 (en) 2005-08-08 2010-02-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same
US20070060808A1 (en) 2005-09-12 2007-03-15 Carine Hoarau Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same
US7869850B2 (en) 2005-09-29 2011-01-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same
US7899510B2 (en) 2005-09-29 2011-03-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7904130B2 (en) 2005-09-29 2011-03-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US8092379B2 (en) 2005-09-29 2012-01-10 Nellcor Puritan Bennett Llc Method and system for determining when to reposition a physiological sensor
US8062221B2 (en) 2005-09-30 2011-11-22 Nellcor Puritan Bennett Llc Sensor for tissue gas detection and technique for using the same
US7483731B2 (en) 2005-09-30 2009-01-27 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US8233954B2 (en) 2005-09-30 2012-07-31 Nellcor Puritan Bennett Llc Mucosal sensor for the assessment of tissue and blood constituents and technique for using the same
US7486979B2 (en) 2005-09-30 2009-02-03 Nellcor Puritan Bennett Llc Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same
US7881762B2 (en) 2005-09-30 2011-02-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Clip-style medical sensor and technique for using the same
US7555327B2 (en) 2005-09-30 2009-06-30 Nellcor Puritan Bennett Llc Folding medical sensor and technique for using the same
US20070100220A1 (en) 2005-10-28 2007-05-03 Baker Clark R Jr Adjusting parameters used in pulse oximetry analysis
US7668579B2 (en) 2006-02-10 2010-02-23 Lynn Lawrence A System and method for the detection of physiologic response to stimulation
DE102006022055A1 (de) * 2006-02-20 2007-08-30 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Adaptive Filterung zur zuverlässigeren Bestimmung von Vitalparametern
US8073518B2 (en) 2006-05-02 2011-12-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Clip-style medical sensor and technique for using the same
US8145288B2 (en) 2006-08-22 2012-03-27 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8219170B2 (en) 2006-09-20 2012-07-10 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices
US8396527B2 (en) 2006-09-22 2013-03-12 Covidien Lp Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8190225B2 (en) 2006-09-22 2012-05-29 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8175671B2 (en) 2006-09-22 2012-05-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US7869849B2 (en) 2006-09-26 2011-01-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Opaque, electrically nonconductive region on a medical sensor
US7574245B2 (en) 2006-09-27 2009-08-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Flexible medical sensor enclosure
US7890153B2 (en) 2006-09-28 2011-02-15 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for mitigating interference in pulse oximetry
US7796403B2 (en) 2006-09-28 2010-09-14 Nellcor Puritan Bennett Llc Means for mechanical registration and mechanical-electrical coupling of a faraday shield to a photodetector and an electrical circuit
US8068891B2 (en) 2006-09-29 2011-11-29 Nellcor Puritan Bennett Llc Symmetric LED array for pulse oximetry
US7476131B2 (en) 2006-09-29 2009-01-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Device for reducing crosstalk
US7680522B2 (en) 2006-09-29 2010-03-16 Nellcor Puritan Bennett Llc Method and apparatus for detecting misapplied sensors
US8175667B2 (en) 2006-09-29 2012-05-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Symmetric LED array for pulse oximetry
US7684842B2 (en) 2006-09-29 2010-03-23 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for preventing sensor misuse
US8652040B2 (en) 2006-12-19 2014-02-18 Valencell, Inc. Telemetric apparatus for health and environmental monitoring
US8157730B2 (en) 2006-12-19 2012-04-17 Valencell, Inc. Physiological and environmental monitoring systems and methods
US8280469B2 (en) 2007-03-09 2012-10-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Method for detection of aberrant tissue spectra
US7894869B2 (en) 2007-03-09 2011-02-22 Nellcor Puritan Bennett Llc Multiple configuration medical sensor and technique for using the same
US8265724B2 (en) 2007-03-09 2012-09-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Cancellation of light shunting
US8251903B2 (en) 2007-10-25 2012-08-28 Valencell, Inc. Noninvasive physiological analysis using excitation-sensor modules and related devices and methods
US8425426B2 (en) * 2007-11-09 2013-04-23 Western Clinical Engineering, Ltd Tourniquet apparatus for measuring limb occlusion pressure
US8352004B2 (en) 2007-12-21 2013-01-08 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8346328B2 (en) 2007-12-21 2013-01-01 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8366613B2 (en) 2007-12-26 2013-02-05 Covidien Lp LED drive circuit for pulse oximetry and method for using same
US8577434B2 (en) 2007-12-27 2013-11-05 Covidien Lp Coaxial LED light sources
US8452364B2 (en) 2007-12-28 2013-05-28 Covidien LLP System and method for attaching a sensor to a patient's skin
US8442608B2 (en) 2007-12-28 2013-05-14 Covidien Lp System and method for estimating physiological parameters by deconvolving artifacts
US8897850B2 (en) 2007-12-31 2014-11-25 Covidien Lp Sensor with integrated living hinge and spring
US8199007B2 (en) 2007-12-31 2012-06-12 Nellcor Puritan Bennett Llc Flex circuit snap track for a biometric sensor
US8092993B2 (en) 2007-12-31 2012-01-10 Nellcor Puritan Bennett Llc Hydrogel thin film for use as a biosensor
US8070508B2 (en) 2007-12-31 2011-12-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Method and apparatus for aligning and securing a cable strain relief
US8437822B2 (en) 2008-03-28 2013-05-07 Covidien Lp System and method for estimating blood analyte concentration
US8112375B2 (en) 2008-03-31 2012-02-07 Nellcor Puritan Bennett Llc Wavelength selection and outlier detection in reduced rank linear models
CA2722773C (en) 2008-05-07 2015-07-21 Lawrence A. Lynn Medical failure pattern search engine
US7887345B2 (en) 2008-06-30 2011-02-15 Nellcor Puritan Bennett Llc Single use connector for pulse oximetry sensors
USD626562S1 (en) 2008-06-30 2010-11-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Triangular saturation pattern detection indicator for a patient monitor display panel
USD626561S1 (en) 2008-06-30 2010-11-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Circular satseconds indicator and triangular saturation pattern detection indicator for a patient monitor display panel
US7880884B2 (en) 2008-06-30 2011-02-01 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for coating and shielding electronic sensor components
US8071935B2 (en) 2008-06-30 2011-12-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Optical detector with an overmolded faraday shield
US8370080B2 (en) * 2008-07-15 2013-02-05 Nellcor Puritan Bennett Ireland Methods and systems for determining whether to trigger an alarm
US8364220B2 (en) 2008-09-25 2013-01-29 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8417309B2 (en) 2008-09-30 2013-04-09 Covidien Lp Medical sensor
US8423112B2 (en) 2008-09-30 2013-04-16 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8914088B2 (en) 2008-09-30 2014-12-16 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8410951B2 (en) 2008-09-30 2013-04-02 Covidien Lp Detecting a signal quality decrease in a measurement system
US8696585B2 (en) * 2008-09-30 2014-04-15 Nellcor Puritan Bennett Ireland Detecting a probe-off event in a measurement system
US8700111B2 (en) 2009-02-25 2014-04-15 Valencell, Inc. Light-guiding devices and monitoring devices incorporating same
US8788002B2 (en) 2009-02-25 2014-07-22 Valencell, Inc. Light-guiding devices and monitoring devices incorporating same
US8452366B2 (en) 2009-03-16 2013-05-28 Covidien Lp Medical monitoring device with flexible circuitry
US8221319B2 (en) 2009-03-25 2012-07-17 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical device for assessing intravascular blood volume and technique for using the same
US8509869B2 (en) 2009-05-15 2013-08-13 Covidien Lp Method and apparatus for detecting and analyzing variations in a physiologic parameter
US8634891B2 (en) 2009-05-20 2014-01-21 Covidien Lp Method and system for self regulation of sensor component contact pressure
US8311601B2 (en) 2009-06-30 2012-11-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Reflectance and/or transmissive pulse oximeter
US9010634B2 (en) 2009-06-30 2015-04-21 Covidien Lp System and method for linking patient data to a patient and providing sensor quality assurance
US8505821B2 (en) 2009-06-30 2013-08-13 Covidien Lp System and method for providing sensor quality assurance
US8391941B2 (en) 2009-07-17 2013-03-05 Covidien Lp System and method for memory switching for multiple configuration medical sensor
US8417310B2 (en) 2009-08-10 2013-04-09 Covidien Lp Digital switching in multi-site sensor
US8428675B2 (en) 2009-08-19 2013-04-23 Covidien Lp Nanofiber adhesives used in medical devices
US8498683B2 (en) 2010-04-30 2013-07-30 Covidien LLP Method for respiration rate and blood pressure alarm management
US8456295B2 (en) 2010-05-26 2013-06-04 General Electric Company Alarm generation method for patient monitoring, physiological monitoring apparatus and computer program product for a physiological monitoring apparatus
US8665096B2 (en) 2010-12-21 2014-03-04 General Electric Company Alarm control method, physiological monitoring apparatus, and computer program product for a physiological monitoring apparatus
US8761853B2 (en) 2011-01-20 2014-06-24 Nitto Denko Corporation Devices and methods for non-invasive optical physiological measurements
US8888701B2 (en) 2011-01-27 2014-11-18 Valencell, Inc. Apparatus and methods for monitoring physiological data during environmental interference
US20120253141A1 (en) * 2011-03-31 2012-10-04 Nellcor Puritan Bennett Ireland Methods and systems for passive photoplethysmograph sensing
EP2739207B1 (en) 2011-08-02 2017-07-19 Valencell, Inc. Systems and methods for variable filter adjustment by heart rate metric feedback
EP2804526A1 (en) 2012-01-16 2014-11-26 Valencell, Inc. Reduction of physiological metric error due to inertial cadence
WO2013109389A1 (en) 2012-01-16 2013-07-25 Valencell, Inc. Physiological metric estimation rise and fall limiting
US9241676B2 (en) 2012-05-31 2016-01-26 Covidien Lp Methods and systems for power optimization in a medical device
US9241643B2 (en) 2012-05-31 2016-01-26 Covidien Lp Methods and systems for power optimization in a medical device
WO2013190423A1 (en) * 2012-06-18 2013-12-27 Koninklijke Philips N.V. Photoplethysmographic device and method
US8922788B2 (en) * 2012-12-22 2014-12-30 Covidien Lp Methods and systems for determining a probe-off condition in a medical device
US9993204B2 (en) 2013-01-09 2018-06-12 Valencell, Inc. Cadence detection based on inertial harmonics
US9560995B2 (en) 2013-02-25 2017-02-07 Covidien Lp Methods and systems for determining a probe-off condition in a medical device
WO2015131065A1 (en) 2014-02-28 2015-09-03 Valencell, Inc. Method and apparatus for generating assessments using physical activity and biometric parameters
WO2015130333A1 (en) * 2014-02-28 2015-09-03 Tech4Life Enterprises Canada, Inc. Device and mechanism for facilitating non-invasive, non-piercing monitoring of blood hemoglobin
US10117586B1 (en) 2014-03-31 2018-11-06 Sensogram Technologies, Inc. Continuous non-invasive wearable blood pressure monitoring system
US9936885B1 (en) 2014-03-31 2018-04-10 Sensogram Technologies, Inc. Apparatus for ambient noise cancellation in PPG sensors
US10327649B1 (en) 2014-03-31 2019-06-25 Sensogram Technologies, Inc. Non-invasive wearable blood pressure monitoring system
US10076254B2 (en) * 2014-12-16 2018-09-18 Microsoft Technology Licensing, Llc Optical communication with optical sensors
CN104706336B (zh) * 2014-12-31 2017-06-27 歌尔股份有限公司 一种光电式脉搏信号测量方法、装置及测量设备
DK3106086T3 (da) 2014-12-31 2020-01-06 Goertek Inc Fremgangsmåde til måling af impulssignal af fotoelektrisk type og måleindretning
US10945618B2 (en) 2015-10-23 2021-03-16 Valencell, Inc. Physiological monitoring devices and methods for noise reduction in physiological signals based on subject activity type
WO2017070463A1 (en) 2015-10-23 2017-04-27 Valencell, Inc. Physiological monitoring devices and methods that identify subject activity type
US10117598B1 (en) 2015-11-08 2018-11-06 Sensogram Technologies, Inc. Non-invasive wearable respiration rate monitoring system
US10966662B2 (en) 2016-07-08 2021-04-06 Valencell, Inc. Motion-dependent averaging for physiological metric estimating systems and methods
CN109100315B (zh) * 2018-08-21 2020-11-13 暨南大学 一种基于噪信比的波长选择方法

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0102816A3 (en) * 1982-09-02 1985-08-28 Nellcor Incorporated Pulse oximeter
US4800495A (en) * 1986-08-18 1989-01-24 Physio-Control Corporation Method and apparatus for processing signals used in oximetry
DE3703458A1 (de) * 1987-02-05 1988-08-18 Hewlett Packard Gmbh Medizinischer sensor
US5058588A (en) * 1989-09-19 1991-10-22 Hewlett-Packard Company Oximeter and medical sensor therefor
US5190038A (en) * 1989-11-01 1993-03-02 Novametrix Medical Systems, Inc. Pulse oximeter with improved accuracy and response time
DE3938759A1 (de) * 1989-11-23 1991-05-29 Philips Patentverwaltung Nichtinvasive oximeteranordnung
US5351685A (en) * 1991-08-05 1994-10-04 Nellcor Incorporated Condensed oximeter system with noise reduction software
US5368224A (en) * 1992-10-23 1994-11-29 Nellcor Incorporated Method for reducing ambient noise effects in electronic monitoring instruments
DE4331451C1 (de) * 1993-09-16 1994-11-17 Hewlett Packard Gmbh Blutdruckmeßvorrichtung und Verfahren zum Steuern des Manschettendruckes bei einer Blutdruckmeßvorrichtung
US5503148A (en) * 1994-11-01 1996-04-02 Ohmeda Inc. System for pulse oximetry SPO2 determination

Cited By (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9730640B2 (en) 1999-03-25 2017-08-15 Masimo Corporation Pulse oximeter probe-off detector
JP4644373B2 (ja) * 1999-03-25 2011-03-02 マシモ・コーポレイション 改良型パルス酸素濃度計プローブオフ検出器
JP2002538920A (ja) * 1999-03-25 2002-11-19 マシモ・コーポレイション 改良型パルス酸素濃度計プローブオフ検出器
JP2009160415A (ja) * 2001-05-15 2009-07-23 Masimo Corp データ信頼度インジケータ、データ信頼度表示方法及び患者モニタ
JP2005519714A (ja) * 2002-03-13 2005-07-07 シーメンス　メディカル　ソリューションズ　ユーエスエー　インコーポレイテッド 携帯用医療装置において信号を発生するための省電力順応型システム
JP2007523717A (ja) * 2004-02-25 2007-08-23 ネルコアー ピューリタン ベネット インコーポレイテッド 酸素濃度計の周辺光の相殺
US10123726B2 (en) 2005-03-01 2018-11-13 Cercacor Laboratories, Inc. Configurable physiological measurement system
US10251585B2 (en) 2005-03-01 2019-04-09 Cercacor Laboratories, Inc. Noninvasive multi-parameter patient monitor
US9351675B2 (en) 2005-03-01 2016-05-31 Cercacor Laboratories, Inc. Noninvasive multi-parameter patient monitor
US11545263B2 (en) 2005-03-01 2023-01-03 Cercacor Laboratories, Inc. Multiple wavelength sensor emitters
US9549696B2 (en) 2005-03-01 2017-01-24 Cercacor Laboratories, Inc. Physiological parameter confidence measure
US11430572B2 (en) 2005-03-01 2022-08-30 Cercacor Laboratories, Inc. Multiple wavelength sensor emitters
US9750443B2 (en) 2005-03-01 2017-09-05 Cercacor Laboratories, Inc. Multiple wavelength sensor emitters
US10984911B2 (en) 2005-03-01 2021-04-20 Cercacor Laboratories, Inc. Multiple wavelength sensor emitters
US9167995B2 (en) 2005-03-01 2015-10-27 Cercacor Laboratories, Inc. Physiological parameter confidence measure
US10856788B2 (en) 2005-03-01 2020-12-08 Cercacor Laboratories, Inc. Noninvasive multi-parameter patient monitor
US10327683B2 (en) 2005-03-01 2019-06-25 Cercacor Laboratories, Inc. Multiple wavelength sensor emitters
US9241662B2 (en) 2005-03-01 2016-01-26 Cercacor Laboratories, Inc. Configurable physiological measurement system
US10219746B2 (en) 2006-10-12 2019-03-05 Masimo Corporation Oximeter probe off indicator defining probe off space
US9370326B2 (en) 2006-10-12 2016-06-21 Masimo Corporation Oximeter probe off indicator defining probe off space
US10251586B2 (en) 2007-04-21 2019-04-09 Masimo Corporation Tissue profile wellness monitor
US9848807B2 (en) 2007-04-21 2017-12-26 Masimo Corporation Tissue profile wellness monitor
US10980457B2 (en) 2007-04-21 2021-04-20 Masimo Corporation Tissue profile wellness monitor
US11647923B2 (en) 2007-04-21 2023-05-16 Masimo Corporation Tissue profile wellness monitor
US11534087B2 (en) 2009-11-24 2022-12-27 Cercacor Laboratories, Inc. Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment
US10729402B2 (en) 2009-12-04 2020-08-04 Masimo Corporation Calibration for multi-stage physiological monitors
US11571152B2 (en) 2009-12-04 2023-02-07 Masimo Corporation Calibration for multi-stage physiological monitors
JP2015192865A (ja) * 2014-03-28 2015-11-05 日本光電工業株式会社 パルスフォトメータ

Also Published As

Publication number Publication date
US5846190A (en) 1998-12-08
DE19537646C2 (de) 1998-09-17
JP3795590B2 (ja) 2006-07-12
DE19537646A1 (de) 1997-04-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3795590B2 (ja) パルス酸素計
EP0870465B1 (en) Method and apparatus for the non-invasive determination of the concentration of a component
US5800348A (en) Apparatus and method for medical monitoring, in particular pulse oximeter
US6002952A (en) Signal processing apparatus and method
AU681357B2 (en) Method and apparatus for reducing ambient noise effects in electronic monitoring instruments
AU2009298937B2 (en) System and method for photon density wave pulse oximetry and pulse hemometry
EP1740091B1 (en) Method and apparatus for optical detection of mixed venous and arterial blood pulsation in tissue
JP4830693B2 (ja) 酸素飽和度測定装置及び測定方法
US8229530B2 (en) System and method for detection of venous pulsation
EP0387291A1 (en) Apparatus and method for use in pulse oximeters
US8504130B2 (en) Non-interfering physiological sensor system
US20100249550A1 (en) Method And Apparatus For Optical Filtering Of A Broadband Emitter In A Medical Sensor
EP0760223A1 (en) Apparatus for monitoring, in particular pulse oximeter
US11357415B2 (en) Light-based non-invasive blood pressure systems and methods
US20140175261A1 (en) Methods and systems for detecting a sensor-off condition using interference components
CA2283856C (en) Method and apparatus for harmonically filtering data
US20110071366A1 (en) Determination Of A Physiological Parameter
EP0761159B1 (en) Apparatus for medical monitoring, in particular pulse oximeter
WO1988004155A1 (en) Oximeter apparatus and method for measuring arterial blood constituents
EP3434182B1 (en) System for monitoring the blood supply to the transplanted organ
CN106999112A (zh) 用于无创医疗传感器的系统和方法
US20140275882A1 (en) Methods and Systems for Determining a Probe-Off Condition in a Medical Device
AU720238C (en) Method and apparatus for harmonically filtering data
JP2012019967A (ja) ノイズ除去方法及びパルスフォトメータ
EP1719449B1 (en) Improved pulse oximeter probe-off detector

Legal Events

Date Code Title Description
A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20050426

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20050726

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20050805

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20051026

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20051122

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060222

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20060317

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20060413

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100421

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110421

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120421

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130421

Year of fee payment: 7

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140421

Year of fee payment: 8

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

EXPY Cancellation because of completion of term